JP2014061274A - Medical image processor and x-ray computerized tomographic device - Google Patents
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Abstract
Description
本発明の実施形態は、医用画像処理装置及びX線コンピュータ断層撮影装置に関する。 Embodiments described herein relate generally to a medical image processing apparatus and an X-ray computed tomography apparatus.
従来、X線コンピュータ断層撮影(CT:Computed Tomography)装置により、異なる複数種類の管電圧で撮影を行なって画像を取得する手法がある。2種類の異なる管電圧を用いる場合、かかる手法は、「Dual Energy CT」と呼ばれる。また、「Dual Energy CT」では、2種類の異なる管電圧から得られた2つの投影データを、予め設定した2つの基準物質それぞれの投影データ(線積分データ)に分離し、分離した2つのデータそれぞれから、基準物質の存在率に基づく画像(基準物質画像)を再構成する応用技術が知られている。かかる応用技術では、2つの基準物質画像を用いて重み付け計算処理を行うことにより、単色X線画像や密度画像、実効原子番号画像等、様々な画像を取得することができる。 2. Description of the Related Art Conventionally, there is a method of acquiring an image by performing imaging with a plurality of different tube voltages using an X-ray computed tomography (CT) apparatus. When two different tube voltages are used, this technique is called “Dual Energy CT”. In “Dual Energy CT”, two projection data obtained from two different tube voltages are separated into projection data (line integration data) of two preset reference materials, and the two separated data From each, an application technique for reconstructing an image (reference material image) based on the presence rate of the reference material is known. In such applied technology, various images such as a monochromatic X-ray image, a density image, and an effective atomic number image can be acquired by performing weighting calculation processing using two reference substance images.
上記の応用技術は、ビームハードニングを要因とするアーチファクトの補正に有効である。しかし、アーチファクトとしては、ビームハードニング以外に、高吸収体による投影データの精度悪化を要因とするアーチファクトや、散乱線を要因とするアーチファクト等、様々なアーチファクトがある。 The above-described applied technology is effective for correcting artifacts caused by beam hardening. However, as artifacts, there are various artifacts other than beam hardening, such as artifacts caused by deterioration in accuracy of projection data by a high absorber, and artifacts caused by scattered rays.
特に、アーチファクトは、高吸収体による投影データの精度悪化により生じることが多い。これは、メタル等のように線吸収係数が大きい物質が撮影対象に存在すると、低管電圧の撮影時において、検出器のカウントが微小となり、正しい投影データが得られないためである。かかる場合、基準物質の投影データが正しく求まらず、その結果、得られる単色X線画像には、例えば、高吸収体周辺の情報が欠落するアーチファクト等が生じる。上記の応用技術では、ビームハードニング以外のアーチファクトの影響を除去した単色X線画像を生成することができなかった。 In particular, artifacts often occur due to deterioration in the accuracy of projection data by the high absorber. This is because if a substance having a large linear absorption coefficient such as metal exists in the object to be imaged, the count of the detector becomes minute at the time of imaging at a low tube voltage, and correct projection data cannot be obtained. In such a case, the projection data of the reference material cannot be obtained correctly, and as a result, the obtained monochromatic X-ray image has, for example, an artifact that lacks information around the high absorber. With the above applied technology, it has been impossible to generate a monochromatic X-ray image from which the influence of artifacts other than beam hardening has been removed.
本発明が解決しようとする課題は、単色X線画像に発生したアーチファクトを抽出することができる医用画像処理装置及びX線CT装置を提供することである。 The problem to be solved by the present invention is to provide a medical image processing apparatus and an X-ray CT apparatus capable of extracting artifacts generated in a monochromatic X-ray image.
実施形態の医用画像処理装置は、分離部と、再構成部と、抽出部とを備える。分離部は、投影データを、予め設定された少なくとも2つ以上の複数の基準物質それぞれの線積分データに分離する。再構成部は、各画素の画素値が当該画素に存在する基準物質の存在率を示す基準物質画像データを、前記複数の基準物質それぞれの線積分データから再構成する。抽出部は、前記複数の基準物質それぞれの基準物質画像データから算出される各画素の減弱係数に基づいて、アーチファクト領域を抽出する。 The medical image processing apparatus according to the embodiment includes a separation unit, a reconstruction unit, and an extraction unit. The separation unit separates the projection data into line integral data of each of at least two or more preset reference materials. The reconstruction unit reconstructs reference material image data in which the pixel value of each pixel indicates the presence rate of the reference material present in the pixel from the line integral data of each of the plurality of reference materials. The extraction unit extracts an artifact region based on the attenuation coefficient of each pixel calculated from the reference material image data of each of the plurality of reference materials.
以下、添付図面を参照して、医用画像処理装置の実施形態を詳細に説明する。なお、以下では、医用画像処理装置として機能するX線コンピュータ断層撮影(CT:Computed Tomography)装置を、実施形態として説明する。 Hereinafter, embodiments of a medical image processing apparatus will be described in detail with reference to the accompanying drawings. In the following, an X-ray computed tomography (CT) apparatus that functions as a medical image processing apparatus will be described as an embodiment.
(第1の実施形態)
まず、第1の実施形態に係るX線CT装置の全体構成の一例について、図1を用いて説明する。図1は、第1の実施形態のX線CT装置の全体構成例を示す図である。図1に示すように、第1の実施形態に係るX線CT装置は、架台装置10と、寝台装置20と、コンソール装置30とを有する。
(First embodiment)
First, an example of the overall configuration of the X-ray CT apparatus according to the first embodiment will be described with reference to FIG. FIG. 1 is a diagram illustrating an overall configuration example of the X-ray CT apparatus according to the first embodiment. As shown in FIG. 1, the X-ray CT apparatus according to the first embodiment includes a
架台装置10は、被検体PにX線を照射してX線検出データを収集する装置であり、高電圧発生部11と、X線管12と、X線検出器13と、データ収集部14と、回転フレーム15と、架台駆動部16とを有する。
The
高電圧発生部11は、高電圧を発生し、発生した高電圧をX線管12に供給する装置である。X線管12は、高電圧発生部11から供給された高電圧によりX線を発生する真空管であり、X線管12が発生したX線は、被検体Pに対して照射される。
The
X線検出器13は、X線管12から照射されて被検体Pを透過したX線の強度分布を示すX線検出データを検出する検出器である。すなわち、X線検出器13は、被検体Pの体内で生じるX線吸収の度合を示すX線検出データを検出する。例えば、X線検出器13は、チャンネル方向(図1に示すY軸方向)に沿って複数のX線検出素子が配列された検出素子列が、被検体Pの体軸方向(図1に示すZ軸方向)に沿って複数列配列された2次元アレイ型検出器である。
The
回転フレーム15は、X線管12とX線検出器13とを被検体Pを挟んで対向するように支持する。架台駆動部16は、回転フレーム15を回転駆動させることで、被検体Pを中心とした円軌道上でX線管12およびX線検出器13を旋回させる駆動装置である。
The rotating frame 15 supports the
データ収集部14は、DAS(Data Acquisition System)であり、X線検出器13により検出されたX線検出データを収集する。具体的には、データ収集部14は、X線管12からのX線照射方向それぞれに対応するX線検出データを収集する。X線照射方向は、ビュー(view)とも呼ばれる。そして、データ収集部14は、収集したビューごとのX線検出データに対して、増幅処理やA/D変換処理等を行なって、コンソール装置30の前処理部34(後述)に出力する。例えば、データ収集部14は、X線検出素子ごとのX線検出量を示すX線検出データをX線照射方向ごとに時系列化したデータ(サイノグラムデータ)を出力する。
The
寝台装置20は、被検体Pを載せる装置であり、図1に示すように、天板22と、寝台駆動装置21とを有する。天板22は、被検体Pが載置されるベッドであり、寝台駆動装置21は、天板22を被検体Pの体軸方向(Z軸方向)へ移動させることで、被検体Pを回転フレーム15内に移動させる。
The
コンソール装置30は、操作者によるX線CT装置の操作を受け付けるとともに、架台装置10によって収集されたデータ群から断層画像を再構成する装置であり、図1に示すように、入力装置31と、表示装置32と、スキャン制御部33と、前処理部34と、投影データ記憶部35と、画像生成部36と、画像記憶部37と、システム制御部38とを有する。
The
入力装置31は、X線CT装置を操作する医師や技師などの操作者が各種指示を入力するためのマウス、キーボード、ボタン、トラックボール、ジョイスティックなどを有し、操作者から受け付けた各種コマンドを、後述するシステム制御部38に転送する。
The
表示装置32は、入力装置31を介して操作者から指示を受け付けるためのGUI(Graphical User Interface)を表示したり、後述する画像記憶部37が記憶する画像を表示したりするためのモニタを有する。
The
スキャン制御部33は、高電圧発生部11、架台駆動部16、データ収集部14及び寝台駆動装置21の動作を制御する。これにより、スキャン制御部33は、架台装置10で行なわれる被検体PのX線スキャン処理、X線検出データ群の収集処理及びX線検出データ群に対するデータ処理を制御する。
The
具体的には、スキャン制御部33は、回転フレーム15を回転させながら、X線管12からX線を連続的、又は、間欠的に照射させることで、X線スキャンを実行させる。例えば、スキャン制御部33は、天板22を移動させながら回転フレーム15を連続回転させて撮影を行なうヘリカルスキャンや、被検体Pの位置を固定したままで回転フレーム15を1回転または連続回転させて撮影を行なうコンベンショナルスキャンを実行させる。
Specifically, the
前処理部34は、データ収集部14から送信されたX線検出データに対して、対数変換処理や、オフセット補正、感度補正等の補正処理を行なうことで、投影データを生成する。なお、第1の実施形態に係る前処理部34が行なう処理については、後に詳述する。
The preprocessing
投影データ記憶部35は、前処理部34により生成された投影データを記憶する。
The projection
画像生成部36は、投影データ記憶部35が記憶する投影データから各種画像を生成し、生成した画像を画像記憶部37に格納する。例えば、画像生成部36は、投影データを逆投影処理(例えば、FBP(Filtered Back Projection)法による逆投影処理)することでX線CT画像を再構成し、再構成したX線CT画像を画像記憶部37に格納する。なお、第1の実施形態に係る画像生成部36が行なう処理については、後に詳述する。
The
システム制御部38は、架台装置10、寝台装置20およびコンソール装置30の動作を制御することによって、X線CT装置の全体制御を行う。具体的には、システム制御部38は、スキャン制御部33を制御することで、架台装置10及び寝台装置20によるX線検出データ群の収集処理を制御する。また、システム制御部38は、前処理部34や、画像生成部36を制御することで、コンソール装置30における画像処理を制御する。また、システム制御部38は、画像記憶部37が記憶する各種画像を、表示装置32に表示するように制御する。
The
以上、第1の実施形態に係るX線CT装置の全体構成について説明した。かかる構成のもと、第1の実施形態に係るX線CT装置は、管電圧を1種類に固定した撮影を行なって投影データを収集する他に、異なる複数種類の管電圧での「Multi Energyによる撮影」を行なって投影データを収集する。例えば、第1の実施形態に係るX線CT装置は、2種類の異なる管電圧での「Dual Energyによる撮影」を行なって投影データを収集する。 The overall configuration of the X-ray CT apparatus according to the first embodiment has been described above. Under such a configuration, the X-ray CT apparatus according to the first embodiment performs imaging with a tube voltage fixed to one type and collects projection data, and in addition to “Multi Energy” with a plurality of different types of tube voltages. To capture projection data. For example, the X-ray CT apparatus according to the first embodiment collects projection data by performing “imaging with dual energy” at two different tube voltages.
「Dual Energyによる撮影」は、例えば、以下の3つの撮影方法で行なわれている。第1の撮影方法は、最初に第1の管電圧で撮影し、次に第2の管電圧で撮影する「Slow-kV switching方式(2回転方式)」である。第2の撮影方法は、図1に例示する1管球のX線CT装置ではなく、2管球のX線CT装置を用いて、異なる管電圧で撮影を行なう「Dual Source方式(2管球方式)」である。第3の撮影方法は、回転フレーム15を回転させながら、ビューごとに高速で管電圧切り替えて撮影する「Fast-kV switching方式(高速スイッチング方式)」である。これにより、エネルギーの異なる2種類の生データ(投影データ)を取得することができる。 “Shooting with Dual Energy” is performed, for example, by the following three photographing methods. The first imaging method is a “Slow-kV switching system (two-rotation system)” in which imaging is first performed with a first tube voltage and then with a second tube voltage. The second imaging method uses a dual tube X-ray CT apparatus illustrated in FIG. 1 instead of the one-tube X-ray CT apparatus, and “Dual Source method (two-tube system) that performs imaging at different tube voltages. Method). The third imaging method is a “Fast-kV switching system (high-speed switching system)” that performs imaging by switching the tube voltage at high speed for each view while rotating the rotating frame 15. Thereby, two types of raw data (projection data) having different energies can be acquired.
以下では、「Dual Energyによる撮影」が高速スイッチング方式により行なわれる場合について説明する。なお、本実施形態は、「Dual Energyによる撮影」が2回転方式や2管球方式で行なわれる場合であっても適用可能である。 Hereinafter, a case where “shooting with Dual Energy” is performed by a high-speed switching method will be described. Note that the present embodiment is applicable even when “shooting with Dual Energy” is performed by the two-rotation method or the two-tube method.
近年、2種類の異なる管電圧から得られた2つの投影データを、予め設定した2つの基準物質それぞれの投影データ(線積分データ)に分離することで、基準物質の存在率に基づく画像(基準物質画像)を再構成する応用技術が開発されている。かかる応用技術では、2つの基準物質画像を用いて重み付け計算処理を行うことにより、単色X線画像や密度画像、実効原子番号画像等、様々な画像を取得することができる。 In recent years, two projection data obtained from two different tube voltages are separated into projection data (line integral data) of two preset reference materials, so that an image based on the presence rate of the reference material (reference Application technology to reconstruct material images has been developed. In such applied technology, various images such as a monochromatic X-ray image, a density image, and an effective atomic number image can be acquired by performing weighting calculation processing using two reference substance images.
上記の応用技術は、ビームハードニングを要因とするアーチファクトの補正に有効であり、例えば、従来の連続X線からなるX線CT画像よりもビームハードニングの影響を低減した単色X線からなるX線CT画像(単色X線画像、又は、単色X線CT画像)を生成することができる。しかし、アーチファクトとしては、ビームハードニング以外に、高吸収体による投影データの精度悪化を要因とするアーチファクトや、散乱線を要因とするアーチファクト等、様々なアーチファクトがある。 The above-mentioned applied technology is effective in correcting artifacts caused by beam hardening. For example, X-rays composed of monochromatic X-rays that are less affected by beam hardening than conventional X-ray CT images composed of continuous X-rays. A line CT image (monochromatic X-ray image or monochromatic X-ray CT image) can be generated. However, as artifacts, there are various artifacts other than beam hardening, such as artifacts caused by deterioration in accuracy of projection data by a high absorber, and artifacts caused by scattered rays.
上記の応用技術では、ビームハードニング以外のアーチファクトの影響を除去した単色X線画像を生成することができなかった。そこで、第1の実施形態では、単色X線画像に発生したアーチファクトを抽出するために、以下に説明する前処理部34及び画像生成部36の処理が行なわれる。
With the above applied technology, it has been impossible to generate a monochromatic X-ray image from which the influence of artifacts other than beam hardening has been removed. Therefore, in the first embodiment, processing of the
図2は、第1の実施形態に係る前処理部及び画像生成部の構成例を示す図である。図2に例示するように、第1の実施形態に係る前処理部34は、投影データ生成部34aと、分離部34bとを有する。また、図2に例示するように、第1の実施形態に係る画像生成部36は、再構成部36aと、抽出部36bと、補正部36cとを有する。
FIG. 2 is a diagram illustrating a configuration example of the preprocessing unit and the image generation unit according to the first embodiment. As illustrated in FIG. 2, the preprocessing
投影データ生成部34aは、データ収集部14から送信されたX線検出データに対して対数変換処理等を行なって、投影データを生成する。第1の実施形態では、投影データ生成部34aは、第1の管電圧(例えば、130kV)のX線検出データから投影データ(以下、高エネルギー投影データと記載する)を生成する。また、第1の実施形態では、投影データ生成部34aは、第2の管電圧(例えば、80kV)のX線検出データから投影データ(以下、低エネルギー投影データと記載する)を生成する。
The projection
分離部34bは、投影データを、予め設定された少なくとも2つ以上の複数の基準物質それぞれの線積分データに分離する。第1の実施形態では、上記の投影データは、異なる2種類の管電圧それぞれ収集された2つの投影データ(高エネルギー投影データ及び低エネルギー投影データ)である。また、第1の実施形態では、上記の複数の基準物質は、2つの基準物質であり、例えば、骨及び水である。以下では、2つの基準物質の一方を第1基準物質と記載し、他方を第2基準物質と記載する。 The separation unit 34b separates the projection data into line integral data of each of at least two or more preset reference materials. In the first embodiment, the projection data is two pieces of projection data (high energy projection data and low energy projection data) collected respectively from two different types of tube voltages. In the first embodiment, the plurality of reference substances are two reference substances, for example, bone and water. Hereinafter, one of the two reference substances is described as a first reference substance, and the other is described as a second reference substance.
すなわち、分離部34bは、高エネルギー投影データ及び低エネルギー投影データを、第1基準物質の線積分データ(第1線積分データ)と、第2基準物質の線積分データ(第2線積分データ)とに分離する。なお、基準物質は、様々なエネルギーにおける質量減弱係数が既知である物質から設定される。 That is, the separation unit 34b converts the high energy projection data and the low energy projection data into the line integration data (first line integration data) of the first reference material and the line integration data (second line integration data) of the second reference material. And to separate. The reference substance is set from substances whose mass attenuation coefficients at various energies are known.
分離部34bにより分離された第1線積分データ及び第2線積分データは、投影データ記憶部35に格納される。
The first line integration data and the second line integration data separated by the separation unit 34 b are stored in the projection
そして、再構成部36aは、各画素(ピクセル又はボクセル)の画素値が当該画素に存在する基準物質の存在率を示す基準物質画像データを、複数の基準物質それぞれの線積分データから再構成する。具体的には、再構成部36aは、第1線積分データを逆投影処理することで、第1基準物質の基準物質画像データ(以下、第1基準物質画像データ)を再構成する。また、再構成部36aは、第2線積分データを逆投影処理することで、第2基準物質の基準物質画像データ(以下、第2基準物質画像データ)を再構成する。ここで、第1基準物質画像データの画素「i」の画素値は、画素「i」における第1基準物質の存在率「c1」となる。また、第2基準物質画像データの画素「i」の画素値は、画素「i」における第2基準物質の存在率「c2」となる。
Then, the
ここで、任意のエネルギー「E」における画素「i」に対応する撮影部位の減弱係数「μ(E)」は、以下の式(1)により求めることができる。なお、以下の式(1)において、「μ1(E)」は、第1基準物質の「E」における減弱係数であり、「μ2(E)」は、第2基準物質の「E」における減弱係数である。 Here, the attenuation coefficient “μ (E)” of the imaging region corresponding to the pixel “i” at an arbitrary energy “E” can be obtained by the following equation (1). In the following formula (1), “μ 1 (E)” is an attenuation coefficient in “E” of the first reference substance, and “μ 2 (E)” is “E” of the second reference substance. Is the attenuation coefficient.
なお、「E」における画素「i」に対応する撮影部位のCT値「CT#(E)」は、式(1)により求められる「μ(E)」と、水の「E」における減弱係数「μw(E)」を以下の式(2)に代入することで求まる。 The CT value “CT # (E)” of the imaging region corresponding to the pixel “i” in “E” is “μ (E)” calculated by the equation (1) and the attenuation coefficient in “E” of water. It is obtained by substituting “μ w (E)” into the following equation (2).
再構成部36aは、基準物質画像データと、式(1)及び式(2)とを用いて、任意のエネルギー「E」における単色X線画像を生成することができる。式(1)で求められる減弱係数は、ビームハードニングによる誤差は低減されている。しかし、式(1)で求められる減弱係数には、例えば、メタルアーチファクト、骨や造影剤を要因とするアーチファクト、コーンビームアーチファクトの影響が残存している。
The
そこで、図2に示す抽出部36bは、複数の基準物質それぞれの基準物質画像データから算出される各画素の減弱係数に基づいて、アーチファクト領域を抽出する。第1の実施形態に係る抽出部36bは、吸収端エネルギーを含まないエネルギー範囲で、2つの異なるエネルギーにおける減弱係数を比較することで、アーチファクト領域を抽出する。図3は、第1の実施形態に係る抽出部を説明するための図である。
2 extracts the artifact region based on the attenuation coefficient of each pixel calculated from the reference material image data of each of the plurality of reference materials. The
第1の実施形態に係る抽出部36bは、式(1)を用いて、2つのエネルギー(E1及びE2)それぞれの減弱係数を画素ごとに算出する。2つのエネルギーの大小関係は、「E1<E2」とされる。ここで、物質の質量減弱係数(線減弱係数/密度)は、光子エネルギーに対して、図3に示す形状となる。図3では、水の質量減弱係数を実線で示し、骨(皮質骨)の質量減弱係数を点線で示し、ヨウ素の質量減弱係数を一点鎖線で示している。
The
図3に示すように、光電効果又はコンプトン散乱が支配的なエネルギー領域では、減弱係数が不連続となる吸収端エネルギー付近を除いて、如何なる物質でも、「μ(E1)>μ(E2)」が成立する。このことを利用し、抽出部36bは、「μ(E1)>μ(E2)」が成立しない画素においては、正しい「c1」及び「c2」が得られていないと判定し、当該画素をアーチファクト領域として抽出する。換言すると、抽出部36bは、ある画素の「c1」及び「c2」から算出される2つのエネルギーそれぞれの減弱係数の大小関係が、物理的に矛盾する大小関係となる場合、当該画素をアーチファクト領域であると判定する。
As shown in FIG. 3, in the energy region where the photoelectric effect or Compton scattering is dominant, any substance except “near absorption edge energy where the attenuation coefficient becomes discontinuous” becomes “μ (E 1 )> μ (E 2 ) ”Is established. Using this fact, the
2つのエネルギーは、設定した2つの基準物質の吸収端エネルギーを除く範囲で、操作者により設定される。或いは、2つのエネルギーは、基準物質のペアに応じて、予め装置に初期設定されている場合でも良い。或いは、2つのエネルギーは、基準物質のペアに応じて、抽出部36bが設定する場合でも良い。
The two energies are set by the operator within a range excluding the absorption edge energies of the set two reference substances. Alternatively, the two energies may be preset in the apparatus in advance according to the reference material pair. Alternatively, the two energies may be set by the
そして、図2に示す補正部36cは、アーチファクト領域の減弱係数を補正する。補正部36cは、例えば、以下に説明する点を利用して、アーチファクト領域の減弱係数を補正する。すなわち、アーチファクト領域の「c1」及び「c2」は正しくないが、正しくない「c1」及び「c2」から算出される様々なエネルギーでの減弱係数の中で、あるエネルギー「E_cor」で得られる減弱係数は妥当な値である、という点である。
2 corrects the attenuation coefficient of the artifact region. For example, the
吸収端エネルギーを除く範囲では、正しい減弱係数の値は、エネルギーが大きくなるにつれて、小さくなる。すなわち、正しい減弱係数のグラフは、右下がりの形状となる。一方、第1の実施形態により抽出されたアーチファクト領域の減弱係数は、吸収端エネルギーを除く範囲であっても、エネルギーが大きくなるにつれて、大きくなる。すなわち、アーチファクト領域の減弱係数のグラフは、右上がりの形状となる。右下がりの形状となる正しい減弱係数のグラフと、右上がりの形状となるアーチファクト領域の減弱係数のグラフは、ある点では交差する。かかる交差点でのエネルギーが上記の「E_cor」となる。 In the range excluding the absorption edge energy, the correct attenuation coefficient value decreases as the energy increases. That is, the correct attenuation coefficient graph has a downward-sloping shape. On the other hand, the attenuation coefficient of the artifact region extracted by the first embodiment increases as the energy increases even in the range excluding the absorption edge energy. That is, the attenuation coefficient graph of the artifact region has a shape that rises to the right. The graph of the correct attenuation coefficient having a right-down shape and the graph of the attenuation coefficient of the artifact region having a right-up shape intersect at a certain point. The energy at the intersection is the above “E_cor”.
そこで、補正部36cは、複数の基準物質それぞれの基準物質画像データの画素値から算出されるアーチファクト領域の減弱係数が、略正しい減弱係数となるエネルギー「E_cor」を取得する。本実施形態では、補正部36cは、第1基準物質画像データ及び第2基準物質画像データの画素値から算出されるアーチファクト領域の減弱係数が、略正しい減弱係数となるエネルギー「E_cor」を取得する。そして、補正部36cは、「E_cor」でのアーチファクト領域の減弱係数と、「E_cor」での所定の物質の減弱係数とを用いて、補正処理を行なう。
Therefore, the
例えば、補正部36cは、「E_cor」として、経験的に、或いは、実験的に予め求められたエネルギー値を取得する。かかる場合、「E_cor」の値は、例えば、システム制御部38に初期設定され、補正部36cは、システム制御部38から「E_cor」を取得する。或いは、「E_cor」の値は、補正部36cの処理が行なわれる際に、操作者により入力装置31を介して設定されても良い。かかる場合、補正部36cは、入力装置31を用いて設定された「E_cor」を、システム制御部38を介して取得する。
For example, the
ただし、妥当な減弱係数が得られるエネルギー「E_cor」は、同じ値であるとは限らない。このため、本実施形態では、あるエネルギー「A」の減弱係数「μ(A)」と「E_cor」との相関を、予め求めておく。なお、「A」は、吸収端エネルギーを除く範囲において、基準物質のペアに応じて、予め設定されるエネルギーである。また、「μ(A)」は、「c1」及び「c2」と、「A」における第1基準物質の減弱係数と、「A」における第2基準物質の減弱係数とを式(1)に代入することにより求められる値である。 However, the energy “E_cor” that provides a reasonable attenuation coefficient is not necessarily the same value. For this reason, in this embodiment, the correlation between the attenuation coefficient “μ (A)” and “E_cor” of a certain energy “A” is obtained in advance. Note that “A” is energy set in advance in accordance with the reference substance pair in a range excluding the absorption edge energy. In addition, “μ (A)” represents “c 1 ” and “c 2 ”, the attenuation coefficient of the first reference substance in “A”, and the attenuation coefficient of the second reference substance in “A” (1 ) Is obtained by substituting for.
一例として、第1の実施形態では、傾き「a」及びY切片「b」を用いて、「E_cor」と「μ(A)」とが、以下の式(3)のような1次関数で表せる関係式が成立することを利用する。 As an example, in the first embodiment, using the slope “a” and the Y intercept “b”, “E_cor” and “μ (A)” are linear functions as in the following equation (3). The fact that the relational expression that can be expressed holds is used.
なお、「A」、「a」及び「b」は、実験的に求められる値である。また、本実施形態では、「E_cor」と「μ(A)」との関係式が、1次関数で表される場合について説明したが、「E_cor」と「μ(A)」との関係式が、多項関数や指数関数、対数関数等の様々な関数により表される場合であっても良い。なお、上述したように、「E_cor」の値が一定値に設定されて補正処理が行なわれる場合、式(3)は、「a=0、b=E_cor」に設定されことになる。 “A”, “a”, and “b” are experimentally obtained values. In the present embodiment, the relational expression between “E_cor” and “μ (A)” is described as a linear function. However, the relational expression between “E_cor” and “μ (A)” is described. May be represented by various functions such as a polynomial function, an exponential function, and a logarithmic function. As described above, when the correction process is performed with the value of “E_cor” set to a constant value, Equation (3) is set to “a = 0, b = E_cor”.
補正部36cは、アーチファクト領域として抽出された画素の「c1」及び「c2」から算出した「μ(A)」を式(3)に代入して、「E_cor」を算出する。そして、補正部36cは、「E_cor」における第1基準物質の減弱係数及び第2基準物質の減弱係数と、「c1」及び「c2」とを式(1)に代入して、「E_cor」の減弱係数「μ(E_cor)」を算出する。減弱係数「μ(E_cor)」は、「E_cor」でのアーチファクト領域の減弱係数であり、「E_cor」でのアーチファクト領域の真の減弱係数に近い値として用いることができる。
The
そして、補正部36cは、減弱係数「μ(E_cor)」と、「E_cor」での所定の物質の減弱係数とを用いて、補正処理を行なう。例えば、所定の物質は、水に設定される。かかる場合、補正部36cは、単色X線画像に対応するエネルギー「E」における水の減弱係数「μw(E)」と、「E_cor」における水の減弱係数「μw(E_cor)」と、「μ(E_cor)」とを、以下に示す式(4)に代入する。これにより、補正部36cは、アーチファクト領域として抽出された画素の補正後の減弱係数「μ’(E)」を求める。
Then, the
なお、上記の式(4)では、水の減弱係数を用いているが、本実施形態は、その他適切な物質の減弱係数を用いて補正後の減弱係数を算出しても良い。ここで、「E_cor」を一定値にして補正処理を行なう場合も、上記の式(4)を用いて、アーチファクト領域の補正後の減弱係数が求められる。 In the above formula (4), the attenuation coefficient of water is used, but in the present embodiment, the corrected attenuation coefficient may be calculated using the attenuation coefficient of other appropriate substances. Here, also in the case where correction processing is performed with “E_cor” set to a constant value, the attenuation coefficient after correction of the artifact region is obtained using the above equation (4).
図4は、第1の実施形態に係る補正部の処理結果の一例を示す図である。図4では、アーチファクト領域の補正前の減弱係数(線減弱係数)のグラフを実線で示し、アーチファクト領域の補正後の減弱係数(線減弱係数)のグラフを点線で示している。補正部36cの補正処理が行なわれることにより、右上がりであった補正前の減弱係数のグラフの形状は、図4に例示するように、物理的に矛盾しない右下がりの形状となる。
FIG. 4 is a diagram illustrating an example of a processing result of the correction unit according to the first embodiment. In FIG. 4, the graph of the attenuation coefficient (line attenuation coefficient) before correction of the artifact region is indicated by a solid line, and the graph of the attenuation coefficient (line attenuation coefficient) after correction of the artifact region is indicated by a dotted line. By performing the correction process of the
図2に示す再構成部36aは、補正後の減弱係数を用いて単色X線画像を生成する。具体的には、再構成部36aは、アーチファクト領域においては、補正後の減弱係数を式(2)に代入することでCT値を算出する。また、再構成部36aは、アーチファクト領域以外の領域においては、第1基準物質画像データ及び第2基準物質画像データそれぞれの画素値から式(1)を用いて減弱係数を算出し、算出した減弱係数を式(2)に代入することで、CT値を算出する。これにより、再構成部36aは、エネルギー「E」の単色X線画像を生成する。
The
そして、システム制御部38の制御により、表示装置32は、エネルギー「E」の単色X線画像を表示する。
Under the control of the
図5は、第1の実施形態の処理の概要を示す図である。図5の上段図に示すように、補正部36cの補正処理が行なわれない場合、単色X線画像には、高吸収体による投影データの精度悪化により、白くなるアーチファクトや黒くなるアーチファクトが発生する。
FIG. 5 is a diagram illustrating an outline of processing according to the first embodiment. As shown in the upper diagram of FIG. 5, when the correction process of the
かかる領域は、図5の中段図に示すように、抽出部36bの抽出処理により、全て、アーチファクト領域として抽出される。そして、補正部36cの補正処理が行なわれることで、図5の下段図に示すように、高吸収体によるアーチファクト領域が補正された単色X線画像が生成される。
As shown in the middle diagram of FIG. 5, all such areas are extracted as artifact areas by the extraction process of the
なお、「E_cor」を一定値にして補正処理を行なう場合、操作者は、「E_cor」の値を変更しても良い。例えば、操作者は、アーチファクト領域のエネルギー「E」での補正後の減弱係数を用いて生成された単色X線画像を参照する、そして、操作者は、当該単色X線画像の補正が適切でないと判断した場合、「E_cor」の値を変更する。かかる場合、補正部36cは、変更後の「E_cor」を用いて減弱係数の補正処理を再度行ない、再構成部36aは、再補正後の減弱係数を用いて単色X線画像を生成する。また、「E_cor」を一定値として補正処理を行なう場合、複数の値が「E_cor」として設定され、これらの値それぞれで、補正処理が行なわれて、複数の単色X線画像が生成されても良い。かかる場合、操作者は、例えば、複数の単色X線画像から、アーチファクトが適切に低減された単色X線画像を選択することができる。また、「E_cor」を式(3)を用いて取得し、式(3)を用いて取得した「E_cor」と式(4)とを用いてアーチファクト領域の減弱係数を補正する場合でも、操作者は、「E_cor」の値を変更する処理を行なっても良い。
When the correction process is performed with “E_cor” set to a constant value, the operator may change the value of “E_cor”. For example, the operator refers to a monochrome X-ray image generated using the attenuation coefficient after correction with the energy “E” of the artifact region, and the operator does not properly correct the monochrome X-ray image. If it is determined, the value of “E_cor” is changed. In such a case, the
また、本実施形態では、式(3)及び式(4)を用いない以下の処理により補正処理が行なわれる場合であっても良い。例えば、補正部36cは、アーチファクト領域の減弱係数を所定の物質の減弱係数に置き換える補正処理を行なっても良い。かかる場合、補正部36cは、アーチファクト領域の減弱係数を、任意の物質の減弱係数で置き換えることで、補正処理を行なう。任意の物質としては、例えば、軟組織が挙げられる。
In the present embodiment, the correction process may be performed by the following process that does not use Expression (3) and Expression (4). For example, the
或いは、補正部36cは、アーチファクト領域を通過する投影データや線積分データに補正を行なうことで、アーチファクト領域の減弱係数を補正する。例えば、補正部36cは、アーチファクト領域を通過する高エネルギー投影データ及び低エネルギー投影データを補正し、再度、分離部34bに補正後の投影データを第1線積分データ及び第2線積分データに分離させる。または、例えば、補正部36cは、アーチファクト領域を通過する第1線積分データ及び第2線積分データを補正する。そして、補正部36cは、再度、再構成部36aに第1線積分データ及び第2線積分データから基準物質画像データを再構成させる。これにより、補正部36cは、補正後の減弱係数を求めることができる。
Alternatively, the
次に、図6を用いて、第1の実施形態に係るX線CT装置の処理の一例について説明する。図6は、第1の実施形態に係るX線CT装置の処理例を示すフローチャートである。 Next, an example of processing of the X-ray CT apparatus according to the first embodiment will be described with reference to FIG. FIG. 6 is a flowchart illustrating a processing example of the X-ray CT apparatus according to the first embodiment.
図6に例示するように、第1の実施形態に係るX線CT装置の分離部34bは、収集した高エネルギー投影データ及び低エネルギー投影データを、第1線積分データ及び第2線積分データに分離する(ステップS101)。そして、再構成部36aは、第1線積分データ及び第2線積分データそれぞれから、第1基準物質画像データ及び第2基準物質画像データを再構成する(ステップS102)。
As illustrated in FIG. 6, the separation unit 34 b of the X-ray CT apparatus according to the first embodiment converts the collected high energy projection data and low energy projection data into first line integration data and second line integration data. Separate (step S101). Then, the
そして、抽出部36bは、第1基準物質画像データ及び第2基準物質画像データから算出される各画素の減弱係数から、アーチファクト領域を抽出し(ステップS103)、補正部36cは、アーチファクト領域の減弱係数を補正する(ステップS104)。
Then, the
そして、再構成部36aは、補正後の減弱係数を用いて、単色X線画像を生成する(ステップS105)。そして、表示装置32は、単色X線画像を表示し(ステップS106)、処理を終了する。
Then, the
上述してきたように、第1の実施形態では、基準物質画像データから算出される減弱係数の値が、物理的に矛盾する値となる画素を、アーチファクト領域として抽出する。これにより、第1の実施形態では、単色X線画像に発生したアーチファクトを抽出することができる。また、第1の実施形態では、アーチファクト領域の減弱係数を補正し、補正後の減弱係数を用いて、単色X線画像を生成する。すなわち、第1の実施形態では、単色X線画像を生成する際の重み付け係数の補正を行なことができる。これにより、第1の実施形態では、単色X線画像におけるアーチファクトを低減することができる。 As described above, in the first embodiment, pixels whose attenuation coefficient values calculated from the reference substance image data are physically contradictory values are extracted as artifact regions. Thereby, in 1st Embodiment, the artifact which generate | occur | produced in the monochrome X-ray image can be extracted. In the first embodiment, the attenuation coefficient of the artifact region is corrected, and a monochromatic X-ray image is generated using the corrected attenuation coefficient. That is, in the first embodiment, it is possible to correct the weighting coefficient when generating a monochromatic X-ray image. Thereby, in 1st Embodiment, the artifact in a monochromatic X-ray image can be reduced.
(第2の実施形態)
第2の実施形態では、抽出部36bにより行なわれるアーチファクト領域抽出方法の別の実施形態について説明する。なお、第1の実施形態で説明したアーチファクト領域抽出方法を第1抽出方法とし、第2の実施形態に係る抽出部36bが行なうアーチファクト領域抽出方法を、第2抽出方法〜第6抽出方法に大別して説明する。
(Second Embodiment)
In the second embodiment, another embodiment of the artifact region extraction method performed by the
第2抽出方法は、減弱係数が0以下となることが、物理的にあり得ないことを利用する方法である。第2抽出方法では、抽出部36bは、減弱係数が0以下となり得る画素を、アーチファクト領域として抽出する。抽出に用いるエネルギー範囲は、設定された第1基準物質及び第2基準物質や、X線CT装置が照射可能な管電圧の範囲から設定される。以下では、エネルギー範囲が「Ea〜Eb」であるとして説明する。
The second extraction method is a method that utilizes the fact that it is physically impossible that the attenuation coefficient is 0 or less. In the second extraction method, the
例えば、抽出部36bは、各画素の「c1」及び「c2」と式(1)とから、「Ea〜Eb」の範囲で、減弱係数を順次算出する。そして、抽出部36bは、「Ea〜Eb」の範囲で、0以下の減弱係数が算出される「c1」及び「c2」の組み合わせを有する画素をアーチファクト領域として抽出する。ただし、上記の方法では、「Ea〜Eb」の範囲で減弱係数を全て算出する必要がある。そこで、第2抽出方法では、抽出処理の負荷を低減させるために、ある画素の「c1」及び「c2」の組み合わせが以下の3つとなる場合に、当該画素をアーチファクト領域として抽出する。まず、第1の場合は、「c1」及び「c2」どちらもが0以下の値となる場合である。
For example, the
また、第2の場合は、「c1」 が負の値であり、且つ、「Ea〜Eb」の範囲での「μ2(E)/μ1(E)」の最大値を「R」とすると、以下の式(5)が成立する場合である。 In the second case, “c 1 ” Is a negative value and the maximum value of “μ 2 (E) / μ 1 (E)” in the range of “E a to E b ” is “R”, the following equation (5) is obtained. This is the case.
また、第3の場合は、「c2」 が負の値であり、且つ、「Ea〜Eb」の範囲での「μ1(E)/μ2(E)」の最大値を「R’」とすると、以下の式(6)が成立する場合である。 In the third case, “c 2 ” Is a negative value and the maximum value of “μ 1 (E) / μ 2 (E)” in the range of “E a to E b ” is “R ′”, the following equation (6) Is true.
「c1」及び「c2」の値は、全画素で既知であり、また、「R」及び「R’」も既知であることから、第1の場合〜第3の場合を用いた判定を行なうことで、第2抽出方法では、抽出処理の負荷を低減させることができる。 Since the values of “c 1 ” and “c 2 ” are known for all pixels, and “R” and “R ′” are also known, determination using the first to third cases By performing the above, in the second extraction method, the load of the extraction process can be reduced.
次に、第3抽出方法及び第4抽出方法について説明する。第3抽出方法及び第4抽出方法では、抽出部36bは、所定のエネルギーにおける減弱係数と、予め設定した物質の当該エネルギーにおける減弱係数とを比較することで、アーチファクト領域を抽出する。ここで、所定のエネルギーを「E’」とする。「E’」は、操作者により設定される値、又は、初期設定されている値である。
Next, the third extraction method and the fourth extraction method will be described. In the third extraction method and the fourth extraction method, the
第3抽出方法では、人体内部に存在し得るX線吸収が最大となる物質(最大吸収物質)が、上記の予め設定した物質とされる。第3抽出方法では、抽出部36bは、式(1)により算出される「E’」における減弱係数「μ(E’)」が、最大吸収物質の「E’」における減弱係数より大きくなる「c1」及び「c2」の組み合わせを有する画素を、アーチファクト領域として抽出する。
In the third extraction method, the substance that maximizes the X-ray absorption that can exist inside the human body (maximum absorption substance) is set as the preset substance. In the third extraction method, the
第4抽出方法では、人体内部に存在し得るX線吸収が最小となる物質(最小吸収物質)が、上記の予め設定した物質とされる。第4抽出方法では、抽出部36bは、式(1)により算出される「E’」における減弱係数「μ(E’)」が、最小吸収物質の「E’」における減弱係数より小さくなる「c1」及び「c2」の組み合わせを有する画素を、アーチファクト領域として抽出する。
In the fourth extraction method, a substance that minimizes X-ray absorption (minimum absorption substance) that can exist in the human body is set as the above-described preset substance. In the fourth extraction method, the
次に、第5抽出方法及び第6抽出方法について説明する。第5抽出方法及び第6抽出方法では、抽出部36bは、2つの異なるエネルギーそれぞれにおける減弱係数の比と、予め設定した物質の当該2つの異なるエネルギーそれぞれにおける減弱係数の比とを比較することで、アーチファクト領域を抽出する。ここで、2つの異なるエネルギーを「E3及びE4 、ただし、E3<E4」とする。「E3及びE4」は、操作者により設定される値、又は、初期設定されている値である。
Next, the fifth extraction method and the sixth extraction method will be described. In the fifth extraction method and the sixth extraction method, the
第5抽出方法では、最大吸収物質が、上記の予め設定した物質とされる。第5抽出方法では、抽出部36bは、式(1)により算出される「E3」における減弱係数「μ(E3)」と「E4」における減弱係数「μ(E4)」との比「μ(E3)/μ(E4)」を算出する。また、抽出部36bは、最大吸収物質の「E3」における減弱係数「μa(E3)」と「E4」における減弱係数「μa(E4)」との比「μa(E3)/μa(E4)」を取得する。そして、抽出部36bは、「μ(E3)/μ(E4)」が「μa(E3)/μa(E4)」より大きくなる「c1」及び「c2」の組み合わせを有する画素を、アーチファクト領域として抽出する。
In the fifth extraction method, the maximum absorption substance is the aforementioned preset substance. In the fifth extraction method,
第6抽出方法では、最小吸収物質が、上記の予め設定した物質とされる。第6抽出方法では、抽出部36bは、式(1)により算出される「E3」における減弱係数「μ(E3)」と「E4」における減弱係数「μ(E4)」との比「μ(E3)/μ(E4)」を算出する。また、抽出部36bは、最小吸収物質の「E3」における減弱係数「μb(E3)」と「E4」における減弱係数「μb(E4)」との比「μb(E3)/μb(E4)」を取得する。そして、抽出部36bは、「μ(E3)/μ(E4)」が「μb(E3)/μb(E4)」より小さくなる「c1」及び「c2」の組み合わせを有する画素を、アーチファクト領域として抽出する。
In the sixth extraction method, the minimum absorption substance is the preset substance. In the sixth extraction method,
第1抽出方法〜第6抽出方法は、単独で行なわれる場合であっても、2つ以上の組み合わせにより行なわれる場合であっても良い。第1抽出方法〜第6抽出方法を組み合わせて行なうことで、アーチファクト領域の抽出精度を向上させることができる。なお、第2の実施形態で説明した方法でアーチファクト領域が抽出された後も、第1の実施形態で説明した補正処理及び単色X線画像の生成処理が行なわれる。 The first extraction method to the sixth extraction method may be performed independently or in a combination of two or more. By performing a combination of the first extraction method to the sixth extraction method, the extraction accuracy of the artifact region can be improved. Even after the artifact region is extracted by the method described in the second embodiment, the correction process and the monochrome X-ray image generation process described in the first embodiment are performed.
(第3の実施形態)
第3の実施形態では、抽出部36bにより行なわれるアーチファクト領域の抽出精度を更に向上させる方法について説明する。
(Third embodiment)
In the third embodiment, a method for further improving the artifact region extraction accuracy performed by the
第3の実施形態に係る抽出部36bは、第1抽出方法〜第6抽出方法を行なう際に、第7抽出方法として、複数の基準物質それぞれの基準物質画像データにおいて、同一位置の画素の画素値が所定の範囲となる画素を、アーチファクト領域の抽出対象から除外する。例えば、抽出部36bは、「c1」及び「c2」が共に「0±α」範囲にある画素を、抽出の対象外とする。なお、「α」は、操作者により設定される値、又は、初期設定されている値である。
When the
第7抽出方法が行なわれることで、第3の実施形態では、空気の領域がノイズとして抽出されることを回避することができる。 By performing the seventh extraction method, in the third embodiment, it can be avoided that the air region is extracted as noise.
更に、第3の実施形態に係る抽出部36bは、第1抽出方法〜第6抽出方法を行なう際に、上記の第7抽出方法とともに、或いは、第7抽出方法を実行せずに、以下の第8抽出方法を行なっても良い。
Furthermore, when performing the first extraction method to the sixth extraction method, the
第3の実施形態に係る抽出部36bは、第8抽出方法において、複数の基準物質それぞれの基準物質画像データに対してフィルタ処理が行なわれた後のデータから、アーチファクト領域を抽出する。例えば、抽出部36bは、基準物質画像データに、メディアンフィルタ等のフィルタ処理を行なった後に、アーチファクト領域の抽出を行う。なお、フィルタ処理は、抽出部36b以外の処理部により実行される場合であっても良い。
In the eighth extraction method, the
第8抽出方法が行なわれることで、第3の実施形態では、基準物質画像データのノイズによる孤立点を排除することができる。 By performing the eighth extraction method, isolated points due to noise in the reference material image data can be eliminated in the third embodiment.
(第4の実施形態)
第4の実施形態では、抽出部36bにより抽出されたアーチファクト領域を、観察者に対して明示する場合について、図7A及び図7Bを用いて説明する。図7A及び図7Bは、第4の実施形態を説明するための図である。
(Fourth embodiment)
In the fourth embodiment, a case where the artifact region extracted by the
第4の実施形態において、システム制御部38は、補正後の減弱係数を用いた単色X線画像において、アーチファクト領域が強調表示されるように制御する。例えば、システム制御部38の制御により、再構成部36aは、図7Aに示すように、補正後の減弱係数を用いた単色X線画像におけるアーチファクト領域の輪郭を点線により描画する。そして、表示装置32は、システム制御部38の制御により、図7Aに示す画像を表示する。
In the fourth embodiment, the
或いは、第4の実施形態において、システム制御部38は、補正前の減弱係数を用いた単色X線画像において、アーチファクト領域が強調表示されるように制御する。例えば、システム制御部38の制御により、再構成部36aは、図7Bに示すように、補正前の減弱係数を用いた単色X線画像におけるアーチファクト領域の輪郭を点線により描画する。そして、表示装置32は、システム制御部38の制御により、図7Bに示す画像を表示する。
Alternatively, in the fourth embodiment, the
なお、システム制御部38は、抽出されたアーチファクト領域が色づけされた単色X線画像を表示するように制御しても良い。
Note that the
また、第4の実施形態では、補正前の減弱係数を用いた単色X線画像にてアーチファクト領域を強調表示する場合、補正部36cによる減弱係数の補正処理が行なわれない場合であっても良い。
In the fourth embodiment, when the artifact region is highlighted in the monochromatic X-ray image using the attenuation coefficient before correction, the
第4の実施形態では、単色X線画像におけるアーチファクト領域を視覚化するので、単色X線画像を読影する読影医に対して、例えば、高吸収体により情報が欠落している可能性のある領域を提示することが可能となる。 In the fourth embodiment, since an artifact area in a monochromatic X-ray image is visualized, an area in which information may be missing due to a high-absorber, for example, to an interpreting doctor who interprets a monochromatic X-ray image Can be presented.
なお、上記の第1〜第4の実施形態で説明した医用画像処理方法は、異なる3種類以上の管電圧での「Multi Energyによる撮影」を行なう場合であっても適用可能である。また、上記の第1〜第4の実施形態で説明した医用画像処理方法は、基準物質が3つ以上設定される場合であっても適用可能である。 Note that the medical image processing methods described in the first to fourth embodiments can be applied even when performing “multi energy imaging” with three or more different tube voltages. The medical image processing methods described in the first to fourth embodiments can be applied even when three or more reference substances are set.
また、上記の第1〜第4の実施形態では、X線検出器13が積分型の検出器である場合について説明した。しかし、上記の第1〜第4の実施形態で説明した医用画像処理方法は、X線検出器13が、被検体Pを透過したX線に由来する光を個々に計数するフォトンカウンティング方式の検出器である場合であっても適用可能である。X線検出器13がフォトンカウンティング方式の検出器である場合、分離部34bは、管電圧を1種類に固定した撮影を行なって収集された投影データから、線減弱係数を求めることができる。
In the first to fourth embodiments, the case where the
また、上記の第1〜第4の実施形態で説明した医用画像処理方法は、X線CT装置とは別途設置された医用画像処理装置において実行される場合であっても良い。かかる場合、医用画像処理装置は、X線CT装置が収集した投影データを受信して、上記の医用画像処理方法を実行する。 In addition, the medical image processing methods described in the first to fourth embodiments may be executed in a medical image processing apparatus installed separately from the X-ray CT apparatus. In such a case, the medical image processing apparatus receives the projection data collected by the X-ray CT apparatus and executes the above-described medical image processing method.
また、図示した各装置の各構成要素は機能概念的なものであり、必ずしも物理的に図示の如く構成されていることを要しない。すなわち、各装置の分散・統合の具体的形態は図示のものに限られず、その全部または一部を、各種の負荷や使用状況などに応じて、任意の単位で機能的または物理的に分散・統合して構成することができる。更に、各装置にて行なわれる各処理機能は、その全部または任意の一部が、CPU及び当該CPUにて解析実行されるプログラムにて実現され、或いは、ワイヤードロジックによるハードウェアとして実現され得る。 Further, each component of each illustrated apparatus is functionally conceptual, and does not necessarily need to be physically configured as illustrated. In other words, the specific form of distribution / integration of each device is not limited to that shown in the figure, and all or a part thereof may be functionally or physically distributed or arbitrarily distributed in arbitrary units according to various loads or usage conditions. Can be integrated and configured. Further, all or a part of each processing function performed in each device may be realized by a CPU and a program analyzed and executed by the CPU, or may be realized as hardware by wired logic.
以上、説明したとおり、第1〜第4の実施形態によれば、単色X線画像に発生したアーチファクトを抽出することができる。 As described above, according to the first to fourth embodiments, artifacts generated in a monochromatic X-ray image can be extracted.
本発明のいくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更を行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。 Although several embodiments of the present invention have been described, these embodiments are presented by way of example and are not intended to limit the scope of the invention. These embodiments can be implemented in various other forms, and various omissions, replacements, and changes can be made without departing from the spirit of the invention. These embodiments and their modifications are included in the scope and gist of the invention, and are also included in the invention described in the claims and the equivalents thereof.
10 架台装置
11 高電圧発生部
12 X線管
13 X線検出器
14 データ収集部
15 回転フレーム
16 架台駆動部
20 寝台装置
21 寝台駆動装置
22 天板
30 コンソール装置
31 入力装置
32 表示装置
33 スキャン制御部
34 前処理部
34a 投影データ生成部
34b 分離部
35 投影データ記憶部
36 画像生成部
36a 再構成部
36b 抽出部
36c 補正部
37 画像記憶部
38 システム制御部
DESCRIPTION OF
Claims (14)
各画素の画素値が当該画素に存在する基準物質の存在率を示す基準物質画像データを、前記複数の基準物質それぞれの線積分データから再構成する再構成部と、
前記複数の基準物質それぞれの基準物質画像データから算出される各画素の減弱係数に基づいて、アーチファクト領域を抽出する抽出部と、
を備える、医用画像処理装置。 A separation unit that separates projection data into line integral data of each of a plurality of reference materials set in advance at least two or more;
A reconstructing unit that reconstructs reference material image data in which the pixel value of each pixel indicates the abundance of the reference material present in the pixel from the line integral data of each of the plurality of reference materials;
Based on the attenuation coefficient of each pixel calculated from the reference material image data of each of the plurality of reference materials, an extraction unit that extracts an artifact region;
A medical image processing apparatus comprising:
を更に備え、
前記再構成部は、補正後の減弱係数を用いて単色X線画像を生成する、請求項1に記載の医用画像処理装置。 A correction unit for correcting the attenuation coefficient of the artifact region;
Further comprising
The medical image processing apparatus according to claim 1, wherein the reconstruction unit generates a monochrome X-ray image using the corrected attenuation coefficient.
を更に備える、請求項2〜12のいずれか1つに記載の医用画像処理装置。 A control unit for controlling the artifact region to be highlighted in a monochrome X-ray image using the corrected attenuation coefficient or a monochrome X-ray image using the attenuation coefficient before correction;
The medical image processing apparatus according to any one of claims 2 to 12, further comprising:
各画素の画素値が当該画素に存在する基準物質の存在率を示す基準物質画像データを、前記複数の基準物質それぞれの線積分データから再構成する再構成部と、
前記複数の基準物質それぞれの基準物質画像データから算出される各画素の減弱係数に基づいて、アーチファクト領域を抽出する抽出部と、
を備える、X線コンピュータ断層撮影装置。 A separation unit that separates projection data into line integral data of each of a plurality of reference materials set in advance at least two or more;
A reconstructing unit that reconstructs reference material image data in which the pixel value of each pixel indicates the abundance of the reference material present in the pixel from the line integral data of each of the plurality of reference materials;
Based on the attenuation coefficient of each pixel calculated from the reference material image data of each of the plurality of reference materials, an extraction unit that extracts an artifact region;
An X-ray computed tomography apparatus comprising:
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Cited By (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2015231528A (en) * | 2014-06-10 | 2015-12-24 | 株式会社東芝 | X-ray computer tomographic imaging device and medical image processor |
JP2018528842A (en) * | 2015-07-24 | 2018-10-04 | フォト・ダイアグノスティック・システムズ,インコーポレイテッド | Method and apparatus for performing multi-energy (including dual energy) computed tomography (CT) imaging |
JP2019084158A (en) * | 2017-11-08 | 2019-06-06 | キヤノン株式会社 | Image processing device, image processing method, radiographic apparatus, method for controlling radiographic apparatus and program |
JPWO2020175319A1 (en) * | 2019-02-28 | 2021-12-02 | 富士フイルム株式会社 | Radiation image processing equipment and programs |
US11373345B2 (en) | 2017-04-07 | 2022-06-28 | Photo Diagnostic Systems, Inc. | Method for artifact reduction using monoenergetic data in computed tomography |
Families Citing this family (9)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP6554096B2 (en) * | 2013-11-08 | 2019-07-31 | コーニンクレッカ フィリップス エヌ ヴェKoninklijke Philips N.V. | Empirical beam hardening correction for differential phase contrast CT |
US10304218B2 (en) * | 2014-07-04 | 2019-05-28 | Shimadzu Corporation | Image reconstruction processing method |
KR101725099B1 (en) * | 2014-12-05 | 2017-04-26 | 삼성전자주식회사 | Computed tomography apparatus and control method for the same |
DE102015206630B4 (en) * | 2015-04-14 | 2022-05-05 | Siemens Healthcare Gmbh | Multispectral CT imaging |
US11179115B2 (en) | 2015-10-27 | 2021-11-23 | Hitachi, Ltd. | X-ray CT data processing device and X-ray CT device comprising same |
WO2017128892A1 (en) | 2016-01-30 | 2017-08-03 | 上海联影医疗科技有限公司 | Computed tomography artifact correction method and system |
JP6780948B2 (en) * | 2016-03-28 | 2020-11-04 | キヤノンメディカルシステムズ株式会社 | X-ray CT device |
JP2020185223A (en) | 2019-05-15 | 2020-11-19 | 国立大学法人北海道大学 | Monochrome ct image creation method, monochrome ct image creation device and monochrome ct image creation program |
CN111476856B (en) * | 2020-04-08 | 2023-06-06 | 中北大学 | Multispectral CT imaging method |
Citations (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2006043431A (en) * | 2004-08-06 | 2006-02-16 | Toshiba Corp | Method of reducing helical windmill artifact with recovery noise for helical multi-slice ct |
JP2006320464A (en) * | 2005-05-18 | 2006-11-30 | Hitachi Medical Corp | Radiographic equipment and method for processing image |
JP2009047602A (en) * | 2007-08-21 | 2009-03-05 | Toshiba Corp | Positron emission computerd tomograph, attenuation map creating device, and attenuation map creating program |
JP2009261942A (en) * | 2008-04-21 | 2009-11-12 | Toshiba Corp | Method and apparatus for carrying out pre-reconstruction decomposition and calibration in dual energy computed tomography |
Family Cites Families (6)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS60181640A (en) | 1984-02-29 | 1985-09-17 | Nippon Steel Corp | Radiation tomography for industrial use |
US6266388B1 (en) | 1999-09-07 | 2001-07-24 | General Electric Company | Methods and apparatus for two-pass cone beam image reconstruction |
EP1825810A4 (en) | 2004-11-26 | 2010-07-14 | Toshiba Kk | X-ray ct apparatus, and image processing device |
WO2006123581A1 (en) | 2005-05-18 | 2006-11-23 | Hitachi Medical Corporation | Radiograph and image processing program |
US8705688B2 (en) * | 2010-10-13 | 2014-04-22 | Kabushiki Kaisha Toshiba | Medical image processing apparatus, X-ray computed tomography apparatus, and medical image processing method |
WO2013124777A1 (en) * | 2012-02-22 | 2013-08-29 | Koninklijke Philips N.V. | Method and system for reducing localized artifacts in imaging data |
-
2013
- 2013-08-26 JP JP2013174909A patent/JP6242631B2/en active Active
- 2013-08-26 WO PCT/JP2013/072771 patent/WO2014034618A1/en active Application Filing
-
2015
- 2015-02-24 US US14/630,220 patent/US9706973B2/en active Active
Patent Citations (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2006043431A (en) * | 2004-08-06 | 2006-02-16 | Toshiba Corp | Method of reducing helical windmill artifact with recovery noise for helical multi-slice ct |
JP2006320464A (en) * | 2005-05-18 | 2006-11-30 | Hitachi Medical Corp | Radiographic equipment and method for processing image |
JP2009047602A (en) * | 2007-08-21 | 2009-03-05 | Toshiba Corp | Positron emission computerd tomograph, attenuation map creating device, and attenuation map creating program |
JP2009261942A (en) * | 2008-04-21 | 2009-11-12 | Toshiba Corp | Method and apparatus for carrying out pre-reconstruction decomposition and calibration in dual energy computed tomography |
Cited By (7)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2015231528A (en) * | 2014-06-10 | 2015-12-24 | 株式会社東芝 | X-ray computer tomographic imaging device and medical image processor |
JP2018528842A (en) * | 2015-07-24 | 2018-10-04 | フォト・ダイアグノスティック・システムズ,インコーポレイテッド | Method and apparatus for performing multi-energy (including dual energy) computed tomography (CT) imaging |
JP7015781B2 (en) | 2015-07-24 | 2022-02-03 | フォト・ダイアグノスティック・システムズ,インコーポレイテッド | Methods and Instruments for Performing Multiple Energy (Including Dual Energy) Computed Tomography (CT) Imaging |
US11373345B2 (en) | 2017-04-07 | 2022-06-28 | Photo Diagnostic Systems, Inc. | Method for artifact reduction using monoenergetic data in computed tomography |
JP2019084158A (en) * | 2017-11-08 | 2019-06-06 | キヤノン株式会社 | Image processing device, image processing method, radiographic apparatus, method for controlling radiographic apparatus and program |
JPWO2020175319A1 (en) * | 2019-02-28 | 2021-12-02 | 富士フイルム株式会社 | Radiation image processing equipment and programs |
JP7098813B2 (en) | 2019-02-28 | 2022-07-11 | 富士フイルム株式会社 | Radiation image processing equipment and programs |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
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